Chairs: T. W. Kaulich (Tübingen), O. Ott (Erlangen)
76 Phantom zur Filmdosimetrie von Ruthenium-106 Augenapplikatoren
S. Kirschner1,2, S. Seidel1,3, R. Stark1,4, A. Weber1,4, J. Heufelder1,4
1Charité - Universitätsmedizin Berlin, BerlinProtonen am HZB, Berlin
2Beuth Hochschule für Technik, Physikalische Technik - Medizinphysik, Berlin
3Martin-Luther-Universität Halle-Wittenberg, Institut für Physik, Halle
4Charité - Universitätsmedizin Berlin, Augenklinik Campus Benjamin Franklin, Berlin
Fragestellungen: In der Augenheilkunde werden zur Behandlung von intraokulären Tumoren, wie Aderhautmelanomen, in vielen Fällen radioaktive Strahlenträger auf das Auge genäht. Bei Tumoren mit einer Dicke von bis zu 5 mm werden in Deutschland häufig Ruthenium-Applikatoren verwendet. Aufgrund der gekrümmten Geometrie und geringen Größe dieser Applikatoren ist ihre Dosimetrie sowohl relativ als auch absolut nicht trivial. Bisherige Messverfahren bestimmen überwie-gend die Punktdosis in einem speziellen Wasserphantom mittels eines Szintillationsdetektors [1]. Filmdosimetrie wurde bisher in Festkörperphantomen durchgeführt [2]. Die hier vorgestellten Phantome ermöglichen es, Tiefendosiskurven und Querverteilung in einem äquidistanten Abstand zur Oberfläche des Applikators mit Hilfe von Gafchromic-Filmen zu mes-sen.
Material und Methoden: Es wurde ein variabler Plexiglashalter konstruiert, der unterschiedliche Ruthenium-106-Applikatoren (Eckert& Ziegler, BEBIG GmbH, Berlin, Deutschland) aufnehmen kann. Auf die Applikatoraufnahme können unterschiedliche Filmhalter aufgesetzt werden. Je nach Filmhalter kann entweder eine Tiefendosisverteilung oder ein Querprofil 1 mm über der Applikatoroberfläche gemessen werden (Abb. 1 und 2). Für die Messung wird die Applikatoraufnahme inkl. Filmhalter in einem Wasserphantom gelagert. Vermessen wurden Applikatoren vom Typ CCB, CCA und CCX. Die Ergebnisse wurden mit den Herstellerangaben und mit Resultaten von Monte-Carlo-Simulationen mit MCNPX verglichen.
Abb. 1: Applikatorhalter mit Dummy-Applikator, Filmhalter und Film zur Tiefendosismessung
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
Abb. 2: Applikatorhalter mit Dummy-Applikator, Filmhalter und Filmkreuz zur Querprofilmessung
Für die Messung wurden Gafchromic EBT3 Filme (ISP, Wayne, New Jersey, USA) verwendet. Die Filme wurden mit Hilfe eines Laserschneiders VersaLaser VLS 2.3 (MarkIDent, Stockach, Deutschland) am Helmholtz-Zentrum Berlin für Mate-rialien und Energie in die gewünschte Form geschnitten. Für die Tiefendosismessungen wurde eine rechteckige Basis-form mit einer kreissektorförmigen Erweiterung gewählt (Abb. 3). Zur Gewinnung der Querprofile wurde ein Kreuz aus den Filmen herausgeschnitten (Abb. 4).
Abb. 3: Film zur Tiefendosismessung eines CCB-Applikators nach erfolgter Messung
Abb. 4: Film zur Bestimmung der Querverteilungen, auf dem Filmhalter vor der Befestigung daran
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
Zur Bestimmung des Zusammenhangs zwischen optischer Dichte und Dosis wurden Filme aus der gleichen Charge mit 6 MeV Elektronen an einem Clinac 2100C (Varian Medical Systems, Palo Alto, USA) kalibriert. Ausgelesen wurden die Filme 24 h bzw. 96 h nach Bestrahlung mit einem Flachbildscanner vom Typ Epson Expression 11000XL (Seiko Epson Corp., Nagano, Japan) im Durchlichtmodus mit 300 dpi Auflösung und 48 bit RGB-Farbtiefe. Für die Auswertung wurde der rote Farbkanal verwendet. Zur Datenextraktion und -verarbeitung wurden die Programme ImageProPlus v.5.1 (Media Cybernetics, Rockville, USA) und Origin 7G (OriginLab, Northampton, USA) verwendet.
Ergebnisse: Das vom Hersteller empfohlene Zuschneiden der Filme mit einer handelsüblichen Schere führte bei der Erstellung der benötigten eher kleinen Formen zur Trennung der einzelnen Filmschichten. Die Filmkonturen konnten nicht mit der nötigen Präzision erstellt werden. Dies gelang erst mit dem Laserschneider, der die gewünschten Formen wie Rechteck mit kreissektorförmiger Erweiterung sauber zuschneiden konnte (Abb. 3 und 4).
Bei ersten Tests im Wasserphantom zeigte sich, dass an den Schnittflächen Wasser in die Filme eindrang und die Radio-chromschicht heraus schwemmte. Innerhalb von 1 h drang das Wasser ca. 1 mm in den Film ein. Bereits nach 2 h war das 2 mm breite Filmkreuz für die Dosimetrie nicht mehr zu gebrauchen. Daraufhin wurden diverse Mittel zum Abdichten der Schnittkanten untersucht. Als geeignet hatten sich handelsüblicher Nagellack und Wacker Silicones Elastosil® E43 (Wacker, München, Deutschland) herausgestellt. Bestrahlungszeiten von über 18 h konnten damit realisiert werden, ty-pisch waren je nach Aktivität und Dosis 1 bis 6 h.
Die erstellte Halterung ist kompakt und lässt sich gut handhaben. Applikatoren unterschiedlicher Größe (CCX bis CCB) können reproduzierbar positioniert werden. Die Halter ermöglichen ein verkippungsfreies Einlegen der Filme für die Tiefendosismessung. Der Halter für das Filmkreuz bringt dieses stabil 1 mm über die Applikatoroberfläche.
Die Auswertungen der relativen Dosisverteilungen stimmen mit den relativen Angaben des Herstellers und den MCNPX-Simulationen gut überein (Abb. 5 und 6). Eine erste Auswertung der Absolutdosis zeigte eine Abweichung zur Hersteller-angabe von bis zu 25%. Durch das Verwenden einer frischen Filmcharge konnte die Abweichung auf 12% reduziert wer-den.
Abb. 5: Relative Tiefendosiskurven eines CCB-Applikators auf den Wert in 2mm Tiefe normiert; Vergleich der Filmmessung mit Her-stellerangaben und Simulationsergebnissen
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
Zusammenfassung: Das vorgestellte Phantom ermöglichte mit seinen Haltern eine Filmdosimetrie von unterschiedlichen Rutheniumapplikatoren in Wasser. Für die Tiefendosismessungen muss die Filmform an die Applikatorgröße angepasst werden. Eine Versiegelung mit Nagellack ist ausreichend, um ein Ausschwemmen der Radiochromschicht aus den ge-schnittenen Filmen zu vermeiden. Die relativen Dosisverläufe decken sich mit den Angaben des Applikatorherstellers. Die Absolutdosis wird von den Filmen unterschätzt. Die Ursache hierfür ist noch nicht vollständig verstanden.
Literatur
[1] Eichmann M., Flühs D., Spaan B.: Development of a high precision dosimetry system for the measurement of surface dose rate distribution for eye applicators, Med. Phys, 36 (2009) 10 S. 4634-4643
[2] Gueli, A.M., Mannino, G., Troga, S.O., et al.: 3D dosimetry on Ru-106 plaque for ocular melanoma treatments, Radiat. Meas. 46 (2011) 12, S. 201-2019
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
77 Präzise Vermessung von Mikrokollimatoren für die Augentumor-Brachytherapie mittels kleiner PEN-basierter Szintillationsdetektoren
C. Scharmberg1,2, M. Eichmann2, T. Irlenborn2, B. Spaan2, L. Lüdemann1, D. Flühs1
1Universitätsklinikum Essen, Klinik für Strahlentherapie, Essen
2TU Dortmund, Experimentelle Physik 5, Dortmund
Fragestellungen: Die Brachytherapie von Augentumoren wird in Deutschland hauptsächlich mit 106Ru-Applikatoren durchgeführt. Weiterhin kommen auch Augenapplikatoren mit 125I-Seeds und Kombinationen beider Isotope zum Einsatz.
Die verschiedenen Typen von Augenapplikatoren unterscheiden sich hauptsächlich durch ihre Eindringtiefe und weisen alle eine symmetrische Dosisverteilung auf. Das patentierte Konzept der Mikrokollimatoren [1] soll die Brachytherapie von Augentumoren verbessern. Es bietet die Möglichkeit, Strahlungsfelder von Augenapplikatoren exakt an die vorliegende Tumorgeometrie und –lage anzupassen. Wegen der an den Feldrändern auftretenden hohen Dosisgradienten können die herkömmlichen, bei der Dosimetrie von Augenapplikatoren bewährten Plastikszintillatoren nicht verwendet werden. Um die notwendige Ortsauflösung zu gewährleisten, werden extrem dünne Szintillatoren benötigt.
Material und Methoden: Ein Mikrokollimator dient der präzisen Kollimierung der niederenergetischen Photonenstrahlung eines einzelnen 125I-Seeds. Er besteht aus einem speziell konfigurierten Streustrahlraster, welches die Abstrahlung in eine genau definierte Raumrichtung ermöglicht, und einer abschirmenden Umhüllung um das Seed. Voruntersuchungen haben gezeigt, dass nicht die Dimensionierung, sondern das Schachtverhältnis dieses Streustrahlrasters ausschlagge-bend für den kollimierenden Effekt ist. Damit ist eine Miniaturisierung des Kollimators und die Anbringung innerhalb eines Augenapplikators realisierbar. Durch die genaue Anordnung der einzelnen Lamellen und den Öffnungswinkel der nach hinten und zu den Seiten abschirmenden Struktur können speziell an das Zielvolumen angepasste Feldformen erzeugt werden. Weitere Freiheitsgrade zur Optimierung der Therapie werden durch die Verwendung mehrerer Mikrokollimatoren gewonnen.
Der Vorteil dieses neuen Konzepts liegt in den scharfen Dosisgradienten, welche eine optimale Erfassung des Tumorge-webes mit einer gleichzeitigen Schonung benachbarten GeTumorge-webes ermöglichen. Selbst eine Risikostruktur wenige Millime-ter neben dem Zielvolumen kann mit dieser Methode nahezu strahlungsfrei bleiben. Um einzelne Mikrokollimatoren und mit diesen erstellte Augenapplikatoren mit der für die Therapie nötigen Präzision vermessen zu können, werden jedoch neue Detektoren benötigt. Herkömmliche Szintillatoren aus PVT (Polyvinyltoluol), welche bislang in der Dosimetrie von Augenapplikatoren Verwendung finden, konnten wir nicht in der notwendigen kleinen Größe herstellen, weil es vermutlich durch thermische Effekte bei der Bearbeitung zu Verlusten der zur Funktion notwendigen Wellenlängenschieber kam.
Messungen mit dem radiochromen EBT3-Film erwiesen sich wegen der um mehrere Größenordnungen variierenden Dosis ebenfalls als problematisch. Der neuartige Szintillator PEN (Polyethylennaphthalat) [2] besteht nur aus einem ein-zigen Polymer – ohne zusätzlichen Wellenlängenschieber – und kann damit ohne Verluste auf jede beliebige Größe ge-bracht werden.
Ergebnisse: Die Verwendbarkeit von PEN-Szintillatoren in der Dosimetrie, insbesondere auch bei der Vermessung von Augenapplikatoren, wurde erfolgreich nachgewiesen. [3] Die Dosisverteilungen erster Prototypen von Mikrokollimatoren mit 125I-Seeds wurden mit verschiedenen PEN-Dosimetern vermessen und mit anderen Mess- und Simulationswerten verglichen. Die erwarteten Vorteile der Mikrokollimatoren gegenüber anderen Augentumor-Brachytherapiequellen wurden auf diese Art experimentell bestätigt. Die Verwendbarkeit des neuen Szintillatormaterials PEN wurde überprüft und die optimalen Abmessungen der Detektoren im Hinblick auf Herstellung, Messvorgang und Messgenauigkeit untersucht.
Zusammenfassung: Mikrokollimatoren sollen in Zukunft in der Augentumor-Brachytherapie zum Einsatz kommen. Um deren Dosisprofile präzise vermessen zu können, werden extrem kleine Szintillationsdetektoren benötigt. Da Detektoren aus herkömmlichen szintillierenden Materialien nicht mit beliebig kleinen Volumina hergestellt werden konnten, wird ein neues Material eingesetzt. PEN eignet sich perfekt für die hier durchgeführte Dosimetrie, da es im Gegensatz zu anderen Szintillatoren kein Gemisch aus verschiedenen Materialien ist. In diesem Beitrag werden sowohl die prinzipielle Funktion von Mikrokollimatoren und die Umsetzbarkeit in der Therapie vorgestellt, als auch erste Ergebnisse der Dosimetrie mit dem Material PEN.
Literatur
[1] PCT/EP2013/061733 – WO/2014/194959: Device for collimating electromagnetic radiation
[2] Nakamura H, Shirakawa Y, Takahashi S, Shimizu H: Evidence of deep-blue photon emission at high efficiency by
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
78 Practical determination of the mean photon energy Ē
Fwithin an inhomogeneous phantom at a
192Ir GammaMed Plus unit using a twin-detector method
N. Chofor1, J. Meyners1, P.F. Nebah1, D. Harder2, B. Poppe1
1Cal von Ossietzky Universität Oldenburg, FAK VI, Med. Physik und Akustik, Campus Pius-Hospital, Oldenburg
2Georg-August-Universität Göttingen, Medizinische Physik und Biophysik, Göttingen
Introduction: In previous work, it was shown that the radiation quality correction factor kQ,M under brachytherapy condi-tions depends on a single parameter, the mean photon energy ĒF at the point of measurement [1]. In other to provide a practical method of determining ĒF, we proposed to make use of the signal ratio of a pair of detectors comprising an un-shielded p-type silicon diode 60012 (PTW Freiburg, Germany) and the synthetic single crystal microDiamond detector 60019 (PTW Freiburg, Germany). The normalized signal ratio NSR, defined as the quotient of the signal ratio under ap-plication conditions and that at a reference measurement point, was calibrated in terms of ĒF. In this work, we demon-strate the practical determination of ĒF in the vicinity of a GammaMed HDR Plus brachytherapy unit using the previously determined NSR-ĒF correlation. The ĒF values thereby determined within an inhomogeneous phantom were compared with the values of ĒF derived via Monte Carlo simulation.
Materials and methods: The spectral fluence ΦE(E) of the primary and scattered photons at points of interest in a water phantom was modeled using FLURZnrc/egsnrc. Using a realistic model of a 192Ir HDR GammaMed Plus source, the mean photon energy,
ĒF = ∫E ΦE(E) dE / ∫ΦE(E) dE (1)
was calculated for different off-axis positions within a cylindrical water phantom with dimensions of either R = 30 cm, H = 60 cm or R = 20 cm, H = 40 cm.
The signal ratio SR of a pair of radiation detectors 1 and 2 under condition x can either be measured or can be calculated as:
where Y1(Ei) and Y2(Ei) represent the energy dependent responses of detectors 1 and 2 respectively (known from the literature) and ΦE(Ei) is the spectral photon fluence at energy Ei under condition x.
The normalized signal ratio NSR is defined as the quotient of the signal ratio SR under any given application condition x to that at the brachytherapy reference position rref = 1 cm away from the longitudinal axis of the source along a plane per-pendicular to it:
NSRx = SRx / SRref (3)
In order to calibrate the NSR in terms of ĒF, measurements of the silicon diode/microDiamond signal ratio were performed at a 192Ir HDR GammaMed Plus unit within a water tank with dimensions of either 50×50×50 cm³ (the PTW -Freiburg MP3 water tank) or R = 20 cm, H = 40 cm [2]. Using the MEPHYSTO software for stepper motor control and data acquisition, each detector was positioned with its longitudinal axis aligned in the source’s midplane and pointing towards the longitu-dinal axis of the source, and with its EPOM at the point of measurement. With the two detectors, lateral signal profiles were obtained in the midplane of the source as functions of the distance from the longitudinal axis of the source. For a demonstration of the practical applicability of the NSR method, three different scatter conditions were tested, mimicking typical brachytherapy treatment geometries as shown in figure 1.
Results: Figure 2 illustrates the calibration of the NSR in terms of ĒF in a large cylindrical phantom [dimensions: R = 30 cm, H = 60 cm] (full curve). The NSR values (points) were measured in the MP3 water tank [dimensions: 50 × 50 × 50
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
Using the NSR method, the mean photon energy ĒF was measured with an uncertainty of ± 10 keV for measurement points within 10 cm from the source. With these measured ĒF values, the values of kQ,M for any high-resolution detectors commonly used in brachytherapy dosimetry can be determined using the earlier published fitting equation [1]
kQ,M = a exp (b ĒF) + c exp (d ĒF) (5)
Eq. (5) determines the uncertainty of kQ,M associated with the uncertainty of ĒF. For instance, a 10 keV error in ĒF implies a relative uncertainty of kQ,M at a point 1 cm from the source of 1.1 % for the Si diode and of 0.05 % for the diamond de-tector.
Summary: The normalized signal ratio, NSR, of a Si diode/diamond detector pair has been used to measure the mean photon energy, ĒF, for scatter geometries including a homogeneous water phantom and two test phantoms with an air cavity and a gypsum layer to mimic irradiation through bone tissue. Using a NSR - ĒF calibration curve obtained in dedi-cated Monte Carlo simulations of the same source, we have determined the mean photon energy ĒF via measurement within ± 10 keV for points within 10 cm from the source axis. The method can be used for the experimental determination of ĒF and of kQ,M in dosimetric investigations such as dosimetric planning system verifications and in-vivo dosimetry.
Whereas high-resolution detectors have been selected for this study, future work is planned to extend the concept to air-filled detectors with suitable correction for the volume effect.
Fig. 1: Phantom geometries used in the Monte Carlo simulations and measurements, showing the source located in (a) a homogene-ous water tank, and a water tank including inhomogeneities with (b) an air cavity and (c) an air cavity plus an additional gypsum layer.
The effective point of measurement EPOM for each detector was accounted for [3].
Fig. 2: Correlation of the normalized signal ratio, NSR, with the local mean photon energy ĒF at varying distances from a 192Ir HDR GammaMed Plus source centered in a R = 30 cm and H = 60 cm water phantom. Points: Experimental NSR values of the Si di-ode/diamond pair (uncertainties indicated) versus Monte-Carlo-calculated values of ĒF. Full line: NSR values calculated according to Eqs. (2) and (3) versus Monte-Carlo-calculated values of ĒF. The gray band indicates the uncertainty range of the theoretical values (k
= 1). Eq. (4) approximates the measured NSR-ĒF correlation.
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
Fig. 3: Comparison between Monte Carlo calculated and measured lateral profiles of the mean photon energy ĒF obtained within a homogeneous water phantom (a) and for two inhomogeneous phantoms (b) and (c).
References
[1] N. Chofor, D. Harder, H.-J. Selbach, B. Poppe. The mean photon energy ĒF at the point of measurement deter-mines the detector-specific radiation quality correction factor kQ,M in 192Ir brachytherapy dosimetry, Z. Med. Phys.
Submitted 2015
[2] Percy Forsuh Nebah. Experimental determination of Monte Carlo calculated photon mean energy around a GammaMed HDR brachytherapy source using the two-chamber method. BSc Arbeit, Carl von Ossietzky Universi-tät Oldenburg 2014
[3] Jutta Meyners. Einsatz der Zweikammermethode zur Optimierung der Dosimetrie unter Nichtreferenzbedingun-gen. MSc Arbeit, Carl von Ossietzky Universität Oldenburg 2015
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
79 Simulation wasseräquivalenter Phantommaterialien für die Brachytherapie
A. Schönfeld1, N. Chofor1, D. Harder2, B. Poppe1
1Carl von Ossietzky Universität, Campus Pius-Hospital, Oldenburg, Universitätsklinik für medizinische Strahlenphysik, Oldenburg
2Georg-August Universität Göttingen, Medizinische Physik und Biophysik, Göttingen
Ziel/Fragestellung: Zur Eignungsprüfung verschiedener Phantommaterialien für dosimetrische Messungen in der Brachytherapie soll die Wasseräquivalenz der Phantommaterialien im Spektralbereich der HE-Strahler überprüft werden.
Dies geschieht durch Monte-Carlo- Simulation der im Phantommaterial erzeugten radialen Dosisverteilung an einer typi-schen Ir-192-Therapiequelle, wie sie in einem Varian GammaMed Afterloader zum Einsatz kommt.
Methodik: Die Monte-Carlo Simulationen erfolgten in EGSnrc im Modul FluenceRZ für eine Varian GammaMed Plus HDR Ir-192 Quelle (Länge 3.5 mm, Radius 0.35 mm). Der Photonentransport Cut-Off betrug 5 keV; die Rayleighstreuung wurde vernachlässigt. Die Quelle wird in der Mitte eines zylindrischen, aus Wasser oder einem zu erprobenden Substitu-tionsmaterial bestehenden Phantoms mit den Radius R = 12 cm, 20 cm oder 30 cm und der Höhe H = 40 cm platziert.
Die spektrale Photonenfluenz wird mit einer spektralen Auflösung von 5 keV pro Energie-Bin entlang der Transversal-ebene ausgewertet. Diese verläuft senkrecht zur Symmetrieachse der stäbchenförmigen Quelle, und die verwendeten Zylinderkoordinaten beziehen sich auf diese Achse und die Mitte der Aktivitätsverteilung der Quelle. Die Ortsauflösung ergibt sich aus der Breite und Höhe der auf der Transversalebene angeordneten ringförmigen Sammelvolumina. Diese haben in der Regel eine Dicke von Δr = 1 mm (aber 1.5 mm im von der Quelle aus betrachtet ersten Segment) und Δz = 0.5mm.
Aus den simulierten Fluenzwerten i,mat und den Werten Ei der mittleren Photonenenergie in den einzelnen Energie-Bins i wird mit Hilfe des Massenenergieabsorptionskoeffizienten in Kerma-Näherung die Wasser-Energiedosis
an den Aufpunkten entlang der Transversalebene im jeweiligen Phantommaterial bestimmt. Die Massenenergieabsorpti-onskoeffizienten des Wassers wurden den Xcom bzw. NIST Datenbanken entnommen (Hubbel et al. 1995, Boone et al.
1997). Anschließend wurden die radialen Dosisprofile der Wasser-Energiedosis in den verschiedenen gängigen Phan-tommaterialien simuliert und mit Hilfe des Quotienten
mit dem lateralen Dosisprofil in Wasser verglichen (Abbildung 1 rechts). Die initiale Auswahl der simulierten Materialien orientierte sich an DIN 6800-1, Tab. 3. Zudem wurden die der Geometrie der verwendeten Therapiequelle entsprechen-den radialen Dosisfunktionen gR,H(r) nach TG43 (2004) berechnet (Abbildung 1 links).
Ferner wurden die Phantommaterialien RW3 und RW1 der Firma PTW Freiburg in ihrem Anteil an anorganischen Stoffen variiert und die Auswirkung auf die berechneten lateralen Dosisprofile geprüft. Alle simulierten Phantommaterialien und Materialmischungen sind in Tabelle 1 gezeigt.
Ergebnisse: Die in Wasserphantomen berechneten radialen Dosisfunktionen gR,H(r) für variable Phantomradien und die Phantomhöhe H = 40 cm passen gut mit der Literatur (Taylor and Rogers, 2008, Darin: Ballester et al.) zusammen. Ball-esters Rechnung gilt für R = 20 cm, H = 40 cm, dabei wurde der Monte Carlo Code Geant 3 verwendet. Der Einfluss des Phantomradius und der Phantomhöhe, der im Fehlen einer Rückstreuung aus nicht vorhandenen, weiter außen liegen-den Phantomanteilen besteht, zeigt sich in unseren Ergebnissen deutlich.
Der Vergleich der Dosisprofile in den übrigen erprobten Materialien mit denen in Wasserphantomen zeigt einerseits deut-liche Abweichungen bereits bekannter Phantommaterialien wie zum Beispiel PMMA und Polystyrol (Abbildung 1). Ande-rerseits zeigt sich, wie durch Variation der anorganischen Beimischungsanteile von RW3 und RW1 eine sehr gute Annä-herung an Wasser mit Werten von fmaterial/water, die von 1 nur noch um ca. 0.3 % abweichen, erreicht werden könnte. Abb.
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
Material ρ / g cm-³ ρ e / 1023 cm-³
H2O 1 3.336 1
RW3 2% TiO2 1.045 3,376 1,012
RW3 1.2% TiO2 1.045 3,379 1,0129
RW3 1% TiO2 1.045 3,3798 1,0131
RW3 0.8% TiO2 1.045 3,3806 1,0134
RW3 0.6% TiO2 1.045 3,3813 1,0136
RW1 1.0 0.97 3.297 0,9883
RW1 80% (80% des anorganischen An-teils)
0.97 3,3042 0,9905
RW1 60% (60% des anorganischen An-teils)
0.97 3,3111 0,9925
RW1 40% (40% des anorganischen An-teils)
0.97 3,3179 0,9946
RW1 20% (20% des anorganischen An-teils)
0.97 3,3248 0,9966
Polyethylen 0.93 3,194 0,9574
Solid Water (RMI-457) 1.043 3,389 1,0159
Plastic Water 1.014 3,326 0,997
PMMA 1.19 3,865 1,1586
Polystyrol 1.06 3,432 1,0289
Polyethylenterephthalat (PET/Mylar) 1.38 4,325 1,2965 Tab. 1: Übersicht der simulierten Materialien.
46. Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik (DGMP) e. V.
80 Interstitielle Teilbrustbestrahlung – erste Ergebnisse mit der MOSFET in vivo Dosimetrie
C. Melchert1, G. Kovács1
1Universität zu Lübeck, Klinik für Strahlentherapie, Lübeck
Einleitung: Bei der interstitiellen HDR Brachytherapie eines Mamma Karzinoms werden Applikatoren in das Tumorbett gelegt. Die Implantation kann zu einem Ödem im Gewebe führen. Das Ziel dieser Arbeit ist es, mit Hilfe der in vivo Dosi-metrie zu prüfen, ob sich durch das Abschwellen des Gewebes im Laufe der Therapie die Abstände zwischen den Appli-katoren verkleinern und damit die tatsächliche Dosis im Zielvolumen von der mit dem Bestrahlungsplanungsprogramm berechneten abweicht.
Material und Methoden: Die Bestrahlungsplanung wird mit dem Programm „Oncentra“ (Fa. ELEKTA, Stockholm, Schweden) durchgeführt. Die Dosiswerte an den Messorten können exakt bestimmt und berechnet werden.
Das Planungs-CT wird einen Tag nach Implantation der Applikatoren aufgenommen. Es repräsentiert die Lage der Appli-katoren jetzt in dem angeschwollenen Gewebe. Die Therapie beginnt am fünften Tag nach der Implantation. Am achten Tag nach der Implantation ist die Bestrahlung abgeschlossen. An diesem Tag werden mit einem C-Bogen orthogonale Röntgenbilder zur Lagekontrolle der Applikatoren aufgenommen.
Zur Abschätzung der Größe des Ödems, werden die aus den Planungs-CT-Daten mit der maximum intensity projektion (MIP) Radiographien berechnet. Diese werden mit den Kontrollaufnahmen am Ende der Bestrahlung verglichen. (Abb. 1
Zur Abschätzung der Größe des Ödems, werden die aus den Planungs-CT-Daten mit der maximum intensity projektion (MIP) Radiographien berechnet. Diese werden mit den Kontrollaufnahmen am Ende der Bestrahlung verglichen. (Abb. 1